RU2605524C2 - Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока - Google Patents

Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока Download PDF

Info

Publication number
RU2605524C2
RU2605524C2 RU2014125528/28A RU2014125528A RU2605524C2 RU 2605524 C2 RU2605524 C2 RU 2605524C2 RU 2014125528/28 A RU2014125528/28 A RU 2014125528/28A RU 2014125528 A RU2014125528 A RU 2014125528A RU 2605524 C2 RU2605524 C2 RU 2605524C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
gradient
image
echo
magnetic field
gradient echo
Prior art date
Application number
RU2014125528/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2014125528A (ru
Inventor
Хольгер ЭГГЕРС
Петер БЕРНЕРТ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2014125528A publication Critical patent/RU2014125528A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2605524C2 publication Critical patent/RU2605524C2/ru

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/4828—Resolving the MR signals of different chemical species, e.g. water-fat imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56527—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to chemical shift effects
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. EPI

Abstract

Использование: для визуализации тела посредством магнитного резонанса (МР). Сущность изобретения заключается в том, что выполняют следующие этапы: a) генерирования, по меньшей мере, двух градиентных эхо-сигналов в два различных момента времени появления эха путем подвергания участка тела (10) воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время появления первого градиентного эха, 1-й момент считываемого градиента отличен от нуля во время появления первого градиентного эха, при этом и 0-й, и 1-й моменты считываемого градиента магнитного поля по существу исчезают во время появления второго градиентного эха; b) сбора градиентных эхо-сигналов; c) повторения этапов a) и b) для множества этапов фазового кодирования; d) реконструкции первого МР-изображения из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, а также второго МР-изображения из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха; и e) идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений. Технический результат: обеспечение возможности эффективно компенсировать артефакты потока, в особенности для МР-ангиографии с применением контрастного вещества, в сочетании с разделением вода/жир по Диксону. 3 н. и 5 з.п. ф-лы, 5 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Изобретение относится к области магнитно-резонансной визуализации. Оно касается способа МР-визуализации участка тела, помещенного в объем исследования МР-устройства. Изобретение также относится к МР-устройству и компьютерной программе, работающей в МР-устройстве.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Способы формирования МР-изображений, в которых используется взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами с целью построения двумерных или трехмерных изображений широко применяются в настоящее время, в частности в области медицинской диагностики, поскольку для визуализации мягких тканей они во многих отношениях превосходят другие способы визуализации, не требуют ионизирующего излучения и, как правило, являются неинвазивными.
Согласно МР-способу, в общем, тело пациента, которое требуется обследовать, располагают в сильном, однородном магнитном поле Bо, направление которого одновременно определяет ось (обычно ось z) координатной системы, на которой основывается измерение. Магнитное поле Bо создает различные уровни энергии для индивидуальных ядерных спинов в зависимости от напряженности магнитного поля, которые далее могут возбуждаться (спиновый резонанс) путем наложения переменного электромагнитного поля (РЧ-поле) определенной частоты (т.н. Ларморовой частоты или МР-частоты). С макроскопической точки зрения распределение индивидуальных ядерных спинов создает общую намагниченность, которая может отклоняться от состояния равновесия путем наложения электромагнитного импульса соответствующей частоты (РЧ-импульса), когда силовые линии магнитного поля Bo проходят перпендикулярно z-оси, так что вектор намагниченности совершает прецессионное движение вокруг z-оси. Прецессионное движение описывает поверхность конуса, угол при вершине которого называют углом отклонения вектора намагниченности. Величина угла отклонения вектора намагниченности зависит от силы и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае т.н. 90°-импульса спины отклоняются от z-оси к трансверсальной плоскости (угол отклонения вектора намагниченности составляет 90°).
По окончании РЧ-импульса намагниченность возвращается в исходное состояние равновесия, при котором снова устанавливается намагниченность в направлении оси z согласно первой временной постоянной T1 (время спин-решеточной или продольной релаксации), а намагниченность в направлении, перпендикулярном z-направлению, релаксирует согласно второй временной постоянной T2 (время спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагниченности может детектироваться с помощью приемных РЧ катушек, расположенных и сориентированных в объеме исследования МР-устройства так, что изменение намагниченности измеряется в направлении, перпендикулярном z-оси. Затухание поперечной намагниченности сопровождается, после того как приложен, например, 90°-импульс, переходом ядерных спинов (индуцированным локальными неоднородностями магнитного поля) из упорядоченного состояния с одинаковой фазой в состояние, при котором все фазовые углы равномерно распределены (дефазировка). Дефазировка может быть скомпенсирована с помощью рефокусирующего импульса (например, 180°-импульса). Это порождает эхо-сигнал (спиновое эхо) в приемных катушках.
Для осуществления пространственного разрешения в теле на однородное магнитное поле Bо накладываются постоянные градиенты магнитного поля, направленные вдоль трех главных осей, что приводит к линейной пространственной зависимости частоты спинового резонанса. Сигнал, принятый в приемных катушках, в этом случае содержит компоненты различных частот, которые можно связать с различными местоположениями в теле. Данные сигнала, полученные посредством приемных катушек, соответствуют пространственно-частотной области и носят название данных k-пространства. В число данных k-пространства обычно входят множество линий, полученных с использованием различного фазового кодирования. Каждая линия оцифровывается путем сбора множества образцов. Набор данных k-пространства преобразуется в МР-изображение посредством преобразования Фурье.
В реферате ISMRM-2000 (стр.1829) публикации «Effects of gradient moment nulling in 3D half-Fourier FCE bright blood imaging», Y. Machida и другие, раскрыта технология визуализации артериального кровотока с использованием быстрого спин-эха (FSE). В известной FSE-последовательности обнуление момента градиента достигается путем приложения дополнительной градиентной составляющей, приводящей к нулевому моменту градиента (первого порядка).
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В МР-визуализации часто требуется получить информацию об относительном вкладе различных химических веществ, таких как вода и жир, в общий сигнал, либо для подавления вклада некоторых из них, либо для отдельного или совместного анализа вклада каждого из них. Эти вклады можно рассчитать, если объединить информацию двух или более соответствующих эхо-сигналов, полученных в различное время появления эхо-сигналов. Это можно рассматривать как кодирование химического сдвига, при котором определяется и кодируется некоторая дополнительная величина, а именно величина химического сдвига, путем получения пары изображений в немного отличающиеся времена появления эхо-сигналов. В частности, для разделения вода-жир такого типа эксперименты часто называют измерениями по Диксону. Путем визуализация по Диксону или визуализации вода/жир по Диксону можно выполнить разделение вода-жир с помощью расчета вкладов от воды и жира из двух или более соответствующих эхо-сигналов, полученных в различное время появления эхо-сигналов. Вообще такое разделение возможно, поскольку существует известная разность частот прецессии водорода в жире и воде. В простейшей форме изображения воды и жира генерируются либо путем сложения, либо путем вычитания совпадающих по фазе и не совпадающих по фазе массивов данных. Однако такое разделение различных веществ на основе кодирования химического сдвига не ограничивается только веществами вода/жир. Могут также рассматриваться другие вещества с другими химическими сдвигами.
Известно, что может иметь место множество артефактов в МР-изображении, полученном из некоторой области обследуемого организма, в которой присутствуют явления потока, например артериального кровотока. Два наиболее поразительных эффекта, связанных с потоком, - снижение интенсивности МР-сигнала вследствие некогерентной добавки фаз индивидуальных спинов в заданный элемент изображения (пиксель/воксель), а также образование множества артефактов, связанных с двоением изображения, вследствие пульсации кровотока в ходе цикла сердечного сокращения. Поскольку оба упомянутых эффекта пропорциональны 1-му моменту времени используемых переключаемых градиентов магнитного поля, соответствующие артефакты можно уменьшить посредством компенсации потока путем управления переключением градиентов, так чтобы 1-й момент был по существу равен нулю. Такой вид компенсации потока иногда в литературе упоминается как рефазировка момента градиента (gradient moment rephasing), рефокусировка градиентного движения (gradient motion refocusing) или устранения момента градиента (gradient moment cancellation).
В то время как вышеупомянутые технологии позволяют преимущественно подавить отрицательное влияние потока в МР-изображениях, они влекут за собой другие проблемы. Главным образом, упомянутые технологии рефазировки момента градиента обычно требуют более продолжительного времени появления эхо-сигналов и времени повторения. Это, в частности, практически не позволяет их использовать в ангиографии «первого прохода» с применением контрастного вещества.
Из вышесказанного ясно, что существует потребность в усовершенствованной технологии МР-визуализации. Таким образом, задача изобретения заключается в создании способа, позволяющего эффективно компенсировать артефакты потока, в особенности для ангиографии «первого прохода» с применением контрастного вещества в сочетании с разделением вода/жир по Диксону.
Согласно изобретению раскрыт способ МР-визуализации тела, помещенного в объем исследования МР-устройства. Способ содержит этапы: a) генерирования, по меньшей мере, двух градиентных эхо-сигналов в два различных момента времени появления эха путем подвергания участка тела воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время появления первого градиентного эха, 1-й момент считываемого градиента отличен от нуля во время появления первого градиентного эха, в то время как и 0-й, и 1-й моменты считываемого градиента магнитного поля по существу исчезают во время появления второго градиентного эха;
b) сбора градиентных эхо-сигналов;
c) повторения этапов a) и b) для множества этапов фазового кодирования;
d) реконструкции первого МР-изображения из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, а также второго МР-изображения из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха; а также
e) идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений.
Согласно изобретению осуществляется сбор, по меньшей мере, двух независимых наборов данных сигнала, при этом первый набор данных сигнала содержит градиентные эхо-сигналы первого градиентного эха, а второй набор данных сигнала содержит градиентные эхо-сигналы второго градиентного эха. В изобретении используется эффект рефазировки момента градиента, который по своей природе подавляет большинство артефактов потока во втором наборе данных сигнала. Таким образом, различие между первым и вторым наборами данных сигнала позволяет идентифицировать артефакты, связанные с двоением изображения, в первом наборе данных сигнала, обусловленные потоком, и соответственно ввести поправку на эти артефакты. Таким образом, изобретение позволяет устранить артефакты, связанные с двоением изображения, без продления времени появления эха и времени повторения при сборе МР-изображений.
Например, первое МР-изображение реконструируется из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, в то время как второе МР-изображение реконструируется из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха. Артефакты, связанные с двоением изображения, далее можно идентифицировать на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений. Например, артефакты, связанные с двоением изображения, можно идентифицировать на основе потери и/или усиления локальной интенсивности на первом МР-изображении по сравнению со вторым МР-изображением. После того как артефакты, связанные с двоением изображения, идентифицированы на МР-изображении, их можно непосредственно устранить на первом МР-изображении, например восстановив потерянную локальную интенсивность или ограничив избыточную локальную интенсивность на первом МР-изображении.
После устранения артефактов, связанных с двоением изображения, на первом МР-изображении в предпочтительном варианте осуществления изобретения можно рассчитать, по меньшей мере, одно конечное МР-изображение, объединив первое и второе МР-изображения, например, согласно вышеупомянутой технологии Диксона.
Следует отметить, что термины "первое градиентное эхо" и "второе градиентное эхо" следует толковать в самом широком смысле в свете изобретения, при этом каждый термин относится к любой из последовательностей двух или более градиентных эхо-сигналов, сгенерированных визуализирующей последовательностью. В частности, термины "первое градиентное эхо" и "второе градиентное эхо" не всегда подразумевают, что два соответствующих градиентных эхо-сигнала генерируются в конкретной временной последовательности. При этом "первое градиентное эхо" не обязательно должно быть начальным эхо-сигналом в последовательности, состоящей из нескольких градиентных эхо-сигналов. Необязательно также, чтобы "первое градиентное эхо" и "второе градиентное эхо" были эхо-сигналами, следующими друг за другом.
Градиентные эхо-сигналы, собранные согласно изобретению, могут содержать вклады, по меньшей мере, от двух химических веществ, обладающих неодинаковыми МР-спектрами, при этом моменты времени появления эхо-сигналов выбираются так, что вклады сигналов, по меньшей мере, от двух химических веществ более совпадают по фазе во время второго градиентного эха, чем во время первого градиентного эха. Визуализация по Диксону может применяться для разделения вкладов сигналов, по меньшей мере, двух химических веществ (например, воды и жира) так, что, по меньшей мере, одно конечное МР-изображение содержит вклады только от одного из химических веществ. Подобные способы по Диксону уже использовались в МР-ангиографии для устранения вкладов сигналов от жира и, таким образом, для усиления контраста между сосудистой системой и фоновой тканью. Способы по Диксону - перспективные претенденты для замены способов вычитания, поскольку они уже используются для той же цели. Как пояснялось выше, способы по Диксону основываются на сборе, по меньшей мере, двух эхо-сигналов в различные времена появления эхо-сигналов, при этом вклады сигнала от воды и жира более совпадают по фазе во время одного из двух эхо-сигналов, чем во время другого эхо-сигнала. Способ по Диксону предпочтительно может использоваться в сочетании с подходом к компенсации потока по изобретению, который также основывается на сборе (по меньшей мере) двух эхо-сигналов в различные моменты времени появления эхо-сигналов. Способы по Диксону, в общем, не требуют большего совпадения по фазе вкладов сигнала от двух химических веществ во время второго градиентного эха, чем во время первого градиентного эха. Они способны разделить воду и жир независимо от этого условия. Однако подавление артефакта потока, предложенное в изобретении, получает выгоду от этого условия. Это объясняется тем, что происходит рефазировка сигналов от двух химических веществ в отношении времени второго градиента, т.е. величина суммарного сигнала либо остается постоянной (если только одно из химических веществ присутствует в соответствующем пикселе/вокселе), либо она увеличивается (в соответствующем пикселе/вокселе присутствуют оба химических вещества). При этом если величина суммарного сигнала падает, это можно интерпретировать как указание на артефакт потока согласно изобретению.
Следует отметить, однако, что способ по изобретению можно также использовать независимо от способов по Диксону, т.е. во всех случаях, когда артефакты потока следует устранить.
Способ по изобретению может быть также распространен на случай более двух эхо-сигналов. В этом случае МР-изображения, реконструированные из МР-сигналов четных градиентных эхо-сигналов, суммируются для избавления от артефактов, связанных с двоением изображения, благодаря рефазировке момента градиента. Артефакты, связанные с двоением изображения, будут присутствовать на МР-изображениях, реконструированных из МР-сигналов нечетных эхо-сигналов. Это различие может быть переведено в расчетные весовые значения для оценки совместимости в качестве основы для итеративного установления совместимости. Таким образом, артефакты, связанные с двоением изображения, могут подавляться особенно эффективно.
Помимо этого, известные процедуры для компенсации вихревых токов, устраняющие изменение фазы МР-сигнала между нечетными и четными эхо-сигналами, могут использоваться для способа по изобретению с целью устранения сдвига в амплитуде МР-сигнала между нечетными и четными градиентными эхо-сигналами.
Вышеописанный способ по изобретению еще не касался вопроса снижения общей интенсивности изображения в месте существования потока на первом МР-изображении. Это снижение интенсивности может приводить к потере сигнала в изображении жира при комбинировании первого и второго МР-изображений согласно подходу Диксона. Однако, если это необходимо, кровеносный сосуд, в котором наблюдается поток, может детектироваться в рамках изображения воды, при этом интенсивность сигнала в изображении жира может быть восстановлена в соответствии с изображением воды во всех затронутых пикселях или вокселях.
Следует отметить, что термин "химические вещества" следует понимать в широком смысле в контексте изобретения как химическое вещество любого рода или ядро любого рода, обладающее МР-свойствами. В простом примере осуществляется сбор МР-сигналов двух химических веществ, при этом химические вещества представляют собой протоны в "химических композициях" воды и жира. В более сложном примере спектральная модель с множеством пиков в действительности описывает ядра во множестве различных химических композиций, присутствующих в известных относительных количествах.
Описанный способ по изобретению может осуществляться с помощью МР-устройства, включающего в себя, по меньшей мере, одну главную магнитную катушку для генерирования однородного постоянного магнитного поля Bo в пределах объема исследования, множество градиентных катушек для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в различных пространственных направлениях в пределах объема исследования, по меньшей мере, одну РЧ катушку для тела, предназначенную для генерирования РЧ-импульсов в пределах объема исследования и/или для приема МР-сигналов от тела пациента, помещенного в объем исследования, блок управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемыми градиентами магнитного поля, а также блок реконструкции изображения для реконструкции МР-изображения из полученных МР-сигналов. Способ по изобретению может быть реализован путем соответствующего программирования блока реконструкции изображения и/или блока управления МР-устройства.
Способ по изобретению предпочтительно может осуществляться на большинстве МР-устройств, применяемых в клинической практике в настоящее время. Для этого достаточно использовать компьютерную программу, с помощью которой МР-устройство управляется так, чтобы выполнить вышеуказанные этапы способа по изобретению. Компьютерная программа может находиться либо на носителе данных, либо присутствовать в сети передачи данных, чтобы загружаться для установки в блоке управления МР-устройства.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Прилагаемые чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Следует, однако, понимать, что чертежи представлены лишь в целях иллюстрации, но не для обозначения границ изобретения. На чертежах:
на Фиг. 1 показано МР-устройство для осуществления способа по изобретению;
на Фиг. 2 проиллюстрировано переключение считываемого градиента для генерирования градиентных эхо-сигналов согласно изобретению;
на Фиг. 3 показаны первое и второе МР-изображения, реконструированные согласно изобретению, совместно с разностным изображением первого и второго МР-изображений;
на Фиг. 4 показаны изображения воды и жира, полученные традиционным способом из первого и второго МР-изображений, представленных на Фиг. 3;
на Фиг. 5 показаны изображения воды и жира, полученные из первого и второго МР-изображений, представленных на Фиг. 3, с устраненными артефактами, связанными с двоением изображения, согласно изобретению.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
На Фиг. 1 показано МР-устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные главные магнитные катушки 2, так чтобы создавалось по существу однородное, постоянное во времени основное магнитное поле Bo вдоль z-оси по всему объему исследования. Устройство дополнительно содержит набор шиммирующих катушек 2′ (1-го, 2-го и в соответствующих случаях 3-го порядка), при этом ток, протекающий через индивидуальные шиммирующие катушки набора 2′, может контролироваться с целью минимизации отклонений Bo в пределах объема исследования.
Система для создания магнитного резонанса и управления им прикладывает серию РЧ-импульсов и переключаемые градиенты магнитного поля для опрокидывания или возбуждения ядерно-магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, рефокусировки магнитного резонанса, управления магнитным резонансом, пространственного или иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов и т.п. для проведения МР-визуализации.
В частности, усилитель 3 градиентных импульсов прикладывает импульсы тока к выбранным градиентным катушкам 4, 5 и 6 для всего тела вдоль x, y и z-осей объема исследования. Цифровой передатчик 7 радиочастот передает РЧ-импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 приема-передачи на РЧ катушку 9 для тела с целью передачи РЧ-импульсов в объем исследования. Обычная МР-визуализирующая последовательность состоит из пакета сегментов РЧ-импульсов малой продолжительности, которые совместно с любыми приложенными градиентами магнитного поля позволяют избирательно управлять ядерным магнитным резонансом. РЧ-импульсы используются для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, рефокусировки резонанса либо управления резонансом, а также выбора участка тела 10, располагаемого в объеме исследования. МР-сигналы также принимаются РЧ катушкой 9 для тела.
Для генерирования МР-изображений ограниченных областей тела 10 посредством параллельной визуализации набор локальных матричных РЧ катушек 11, 12, 13 располагают смежно с областью, выбранной для визуализации. Матричные катушки 11, 12, 13 могут использоваться для приема МР-сигналов, индуцированных передачей РЧ сигнала катушки для тела.
Получаемые в результате МР-сигналы принимаются РЧ катушкой 9 для тела и/или матричными РЧ катушками 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, который предпочтительно включает в себя предварительный усилитель (не показан). Приемник 14 соединен с РЧ катушками 9, 11, 12 и 13 посредством переключателя 8 прием-передача.
Главный компьютер 15 управляет шиммирующими катушками 2′, а также усилителем 3 градиентных импульсов и передатчиком 7 для генерирования любой из МР-визуализирующих последовательностей, например, эхо-планарной визуализации (EPI), объемной эхо-визуализации, визуализации с использованием градиентного и спинового эха, визуализации с использованием быстрого спин-эха и т.п. Для выбранной последовательности приемник 14 получает одну или множество МР-линий данных в быстрой последовательности вслед за каждым RF импульсом возбуждения. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую МР-линию данных в цифровой формат, пригодный для дальнейшей обработки данных. В современных МР-устройствах система 16 сбора данных представляет собой отдельный компьютер, адаптированный для сбора исходных данных изображения.
И наконец, исходные данные изображения реконструируются в представление изображения с помощью процессора 17 реконструкции изображений, использующего преобразование Фурье или иные соответствующие алгоритмы реконструкции, например SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять планарный срез тела пациента, набор параллельных планарных срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение далее загружается в память для хранения изображений, где оно доступно для преобразования срезов, проекций или других участков представления изображения в соответствующий формат для визуализации, например с помощью видеомонитора 18, обеспечивающего воспринимаемое человеком отображение итогового МР-изображения.
Согласно изобретению генерируется, по меньшей мере, два градиентных эхо-сигнала в два различных момента времени появления эхо-сигналов, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время первого градиентного эха, первый момент считываемого градиента отличен от нуля во время первого градиентного эха, при этом как и 0-й, и 1-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время второго градиентного эха. Это схематично показано на Фиг. 2. Показаны считываемый градиент Greadout магнитного поля по схеме сбора с двойным эхо по изобретению, а также 0-й момент M0 и 1-й момент M1 считываемого градиента магнитного поля. Нулевой момент M0 исчезает в оба момента времени появления эхо-сигналов (обозначены пунктирными линиями на Фиг. 2), однако 1-й момент M1 исчезает только во второй момент времени появления эхо-сигнала. То же самое относится к нечетным и четным эхо-сигналам при множественном сборе эхо-сигналов согласно изобретению. Характерная компенсация потока второго градиентного эха достигается благодаря эффекту рефазировки момента градиента. 0-й момент M0 считываемого градиента магнитного поля определяется как интеграл от считываемого градиента магнитного поля по времени. Величина M0 равна нулю в моменты времени первого и второго градиентных эхо-сигналов. 1-ый момент M1 считываемого градиента магнитного поля определяется как интеграл от произведения считываемого градиента магнитного поля на время, взятый по времени. Величина M1 равна нулю только в момент времени второго градиентного эха. Это делает градиентные эхо-сигналы первого градиентного эха значительно более подверженными артефактам потока, чем градиентные эхо-сигналы второго градиентного эха.
На Фиг. 3 показано первое (левое) и второе (среднее) МР-изображения, реконструированные из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха и градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха соответственно. Приведенные первое и второе МР-изображения представляют собой выбранные срезы, полученные при проведении трехмерной ангиографии с применением контрастного вещества. Существенное появление посторонних изображений (отмеченных белыми стрелками) присутствует на первом МР-изображении (левом), как и ожидалось из приведенного выше обсуждения способа по изобретению. На втором МР-изображении (среднем) артефакты, связанные с двоением изображения, не просматриваются. Правое изображение на Фиг. 3 представляет собой разность первого (левого) и второго (среднего) МР-изображений. Разностное изображение можно использовать для идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом МР-изображении, поскольку разностное изображение показывает потерю локальной интенсивности, а также усиление локальной интенсивности на первом МР-изображении вследствие появления посторонних изображений. Артефакты, связанные с двоением изображения, далее могут быть устранены на первом МР-изображении путем минимизации идентифицированных потерь или усилений интенсивности.
Представленные МР-изображения брюшной полости пациента получены с использованием модулированной в трехмерном пространстве двойной градиент-эхо последовательности при напряженности основного магнитного поля 1,5 Т, при этом время появления эхо-сигналов первого и второго градиентных эхо-сигналов составляло 1,8 мс и 3,0 мс соответственно. МР-сигналы, относящиеся к воде и жиру, чуть более сдвинуты по фазе в первое эхо-время, чем во второе эхо-время.
На Фиг. 4 показано МР-изображение воды (левое) и МР-изображение жира (правое), полученные из первого и второго МР-изображений, представленных на Фиг. 2, с использованием традиционного двухточечного способа разделения по Диксону, т.е. без устранения артефактов, связанных с двоением изображения. Как можно видеть на Фиг. 4, артефакты, связанные с двоением изображения и обусловленные потоком, распространяются в оба изображения (белые стрелки).
На Фиг. 5 показаны МР-изображение воды (левое) и МР-изображение жира (правое), полученные опять же из первого и второго МР-изображений, представленных на Фиг. 2, при этом использован способ по изобретению для устранения артефактов, связанных с двоением изображения. Путем детектирования пониженной локальной интенсивности изображения на втором МР-изображении по сравнению с первым МР-изображением и путем устранения локальных потерь интенсивности изображения на первом МР-изображении артефакты, связанные с двоением изображения, преимущественно подавляются. Поскольку время появления эхо-сигналов выбирается так, что вклады сигналов от воды и жира более совпадают по фазе во время второго градиентного эха, чем во время первого градиентного эха, осуществляется рефазировка воды и жира, а значит, они не вызывают потери сигнала по отношению ко второму времени эхо-задержки. Таким образом, потери интенсивности могут быть отнесены к артефактам, связанным с двоением изображения и присутствующим на первом МР-изображении, но подавленным на втором МР-изображении благодаря эффекту рефазировки момента градиента. Путем устранения идентифицированных артефактов, связанных с двоением изображения, достигается существенное улучшение качества изображения по сравнению с изображениями, показанными на Фиг. 4, без продления времени появления эха и времени повторения.

Claims (8)

1. Способ магнитно-резонансной (МР) визуализации тела (10), помещенного в объем исследования МР-устройства (1), при этом способ содержит этапы:
a) генерирования, по меньшей мере, двух градиентных эхо-сигналов в два различных момента времени появления эха путем подвергания участка тела (10) воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время появления первого градиентного эха, 1-й момент считываемого градиента отличен от нуля во время появления первого градиентного эха, при этом и 0-й, и 1-й моменты считываемого градиента магнитного поля по существу исчезают во время появления второго градиентного эха;
b) сбора градиентных эхо-сигналов;
c) повторения этапов a) и b) для множества этапов фазового кодирования;
d) реконструкции первого МР изображения из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, а также второго МР изображения из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха; и
e) идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений.
2. Способ по п. 1, в котором артефакты, связанные с двоением изображения, идентифицируются на основе потерь локальной интенсивности и/или усилений локальной интенсивности на первом МР-изображении по сравнению со вторым МР-изображением.
3. Способ по п. 1 или 2, в котором устраняют артефакты, связанные с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении.
4. Способ по п. 1, в котором, по меньшей мере, одно конечное МР-изображение рассчитывается путем комбинирования первого и второго МР-изображений.
5. Способ по п. 1, в котором градиентные эхо-сигналы содержат вклады, по меньшей мере, от двух химических веществ, обладающих неодинаковыми МР-спектрами, при этом времена появления эха выбираются так, что вклады сигналов, по меньшей мере, от двух химических веществ больше совпадают по фазе во время появления второго градиентного эха, чем во время появления первого градиентного эха.
6. Способ по п. 4 или 5, в котором вклады сигналов, по меньшей мере, от двух химических веществ разделяются так, что, по меньшей мере, одно конечное МР-изображение содержит вклады только от одного из химических веществ.
7. МР-устройство для осуществления способа по любому из пп. 1-6, при этом МР-устройство (1) включает в себя, по меньшей мере, одну главную магнитную катушку (2) для генерирования однородного постоянного магнитного поля Bo в пределах объема исследования, множество градиентных катушек (4, 5, 6) для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в различных пространственных направлениях в пределах объема исследования, по меньшей мере, одну РЧ-катушку (9) для генерирования РЧ-импульсов в пределах объема исследования и/или для приема МР-сигналов от тела (10) пациента, расположенного в объеме исследования, блок (15) управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемыми градиентами магнитного поля и блок (17) реконструкции для реконструкции МР-изображений из принятых МР-сигналов, при этом МР-устройство (1) выполнено с возможностью осуществления следующих этапов:
a) генерирования, по меньшей мере, двух градиентных эхо-сигналов в два различных момента времени появления эха путем подвергания участка тела (10) воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время появления первого градиентного эха, 1-й момент считываемого градиента отличен от нуля во время появления первого градиентного эха, при этом и 0-й, и 1-й моменты считываемого градиента магнитного поля по существу исчезают во время появления второго градиентного эха;
b) сбора градиентных эхо-сигналов;
c) повторения этапов a) и b) для множества этапов фазового кодирования;
d) реконструкции первого МР-изображения из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, а также второго МР-изображения из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха; и
e) идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений.
8. Носитель данных, на котором хранится компьютерная программа, работающая в МР-устройстве, при этом компьютерная программа содержит инструкции для:
a) генерирования визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, при этом 0-й момент считываемого градиента магнитного поля по существу исчезает во время появления первого градиентного эха, 1-й момент считываемого градиента отличен от нуля во время появления первого градиентного эха, при этом и 0-й, и 1-й моменты считываемого градиента магнитного поля по существу исчезают во время появления второго градиентного эха;
b) сбора градиентных эхо-сигналов;
c) повторения этапов a) и b) для множества этапов фазового кодирования;
d) реконструкции первого МР-изображения из градиентных эхо-сигналов первого градиентного эха, а также второго МР-изображения из градиентных эхо-сигналов второго градиентного эха; и
e) идентификации артефактов, связанных с двоением изображения, на первом и/или втором МР-изображении путем сравнения первого и второго МР-изображений.
RU2014125528/28A 2011-12-23 2012-11-26 Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока RU2605524C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201161579725P 2011-12-23 2011-12-23
US61/579,725 2011-12-23
PCT/IB2012/056748 WO2013093674A1 (en) 2011-12-23 2012-11-26 Mr imaging with suppression of flow artefacts

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2014125528A RU2014125528A (ru) 2016-02-20
RU2605524C2 true RU2605524C2 (ru) 2016-12-20

Family

ID=47522749

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2014125528/28A RU2605524C2 (ru) 2011-12-23 2012-11-26 Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока

Country Status (8)

Country Link
US (1) US9746539B2 (ru)
EP (1) EP2798364B1 (ru)
JP (1) JP6046742B2 (ru)
CN (1) CN104067137B (ru)
BR (1) BR112014015398A8 (ru)
IN (1) IN2014CN05013A (ru)
RU (1) RU2605524C2 (ru)
WO (1) WO2013093674A1 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2807579C2 (ru) * 2019-05-20 2023-11-16 Конинклейке Филипс Н.В. Детектирование движения с помощью многоканального пилотного тонального сигнала

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104459587B (zh) * 2013-09-17 2018-02-09 北京万东医疗科技股份有限公司 一种用于核磁共振成像系统的流动补偿方法
CN107076819B (zh) * 2014-09-26 2020-01-10 皇家飞利浦有限公司 具有对流伪影的抑制的Dixon MR成像
CN107923958B (zh) * 2015-06-26 2020-06-23 皇家飞利浦有限公司 相位校正的狄克逊磁共振成像
US9727953B2 (en) * 2015-06-30 2017-08-08 General Electric Company Method and apparatus for ring artifact repair of magnetic resonance images
WO2017207700A1 (en) 2016-06-02 2017-12-07 Koninklijke Philips N.V. Dixon-type water/fat separation mr imaging
DE102016212632A1 (de) * 2016-07-12 2018-01-18 Siemens Healthcare Gmbh Reduzierung von Artefakten in der Magnetresonanztechnik
EP3413070A1 (en) 2017-06-09 2018-12-12 Koninklijke Philips N.V. Dual-echo dixon-type water/fat separation mr imaging
CN109222974A (zh) * 2018-11-30 2019-01-18 济南市儿童医院（山东大学齐鲁儿童医院） 一种具有对流动伪影的抑制的mr成像方法
CN112578325B (zh) * 2019-09-27 2022-07-05 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振成像方法、装置、计算机设备和存储介质
EP3859366A1 (en) 2020-01-30 2021-08-04 Koninklijke Philips N.V. Mr imaging using dixon-type water/fat separation with suppression of flow-induced leakage and/or swapping artifacts
CN113805130B (zh) * 2020-06-17 2024-01-30 西门子(深圳)磁共振有限公司 快速磁化率敏感性成像方法、装置及磁共振成像系统
DE102020212173A1 (de) * 2020-09-28 2022-03-31 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erfassung von Referenzdaten für eine Phasenkorrektur in der Magnetresonanztechnik
EP4145165A1 (de) * 2021-09-03 2023-03-08 Siemens Healthcare GmbH Ansteuerung eines magnetresonanzgerätes mit kompensierter maxwell-phase

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5502385A (en) * 1993-06-12 1996-03-26 U.S. Philips Corporation Method of forming a series of MR images, and device for carrying out the method
US5636636A (en) * 1993-09-04 1997-06-10 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance method for imaging a moving object and device for carrying out the method
RU2103916C1 (ru) * 1996-02-20 1998-02-10 Акционерное общество закрытого типа Научно-производственной фирмы "Аз" Кардиосинхронизатор магнитно-резонансного изображения
US5977769A (en) * 1996-02-24 1999-11-02 U.S. Philips Corporation MR method with reduced motion artefacts
RU2216751C2 (ru) * 1998-04-17 2003-11-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Способ и устройство для формирования изображений магнитного резонанса
US20110116683A1 (en) * 2007-12-11 2011-05-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Reducing motion artefacts in mri

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5070876A (en) 1989-08-07 1991-12-10 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Flow-independent magnetic resonance projection angiography
JPH0382446A (ja) * 1989-08-25 1991-04-08 Shimadzu Corp Ｍｒ撮像法
US5170122A (en) 1991-07-25 1992-12-08 General Electric NMR imaging using flow compensated SSFP pulse sequences
US5206591A (en) 1991-10-23 1993-04-27 Siemens Aktiengesellschaft Method for obtaining data in phase-contrast MR angiography
US5521502A (en) 1994-04-25 1996-05-28 Georgia Tech Research Corporation Flow differentiation scheme for magnetic resonance angiography
US5891032A (en) 1997-04-10 1999-04-06 Elscint Ltd Fat free TOF angiography
US6100689A (en) * 1998-09-03 2000-08-08 General Electric Company Method for quantifying ghost artifacts in MR images
US6114852A (en) * 1999-01-23 2000-09-05 General Electric Company Method employing point source to determine motion induced errors in MR imaging
JP3617458B2 (ja) * 2000-02-18 2005-02-02 セイコーエプソン株式会社 表示装置用基板、液晶装置及び電子機器
JP4251763B2 (ja) * 2000-08-11 2009-04-08 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
DE10157540B4 (de) 2001-11-23 2007-01-11 Siemens Ag Doppelechosequenz und Magnetresonanzgerät zum Ausführen der Doppelechosequenz und Verwendung desselben in der Orthopädie
JP3785128B2 (ja) * 2002-09-19 2006-06-14 株式会社東芝 画像診断装置、画像処理方法、画像処理装置及び記憶媒体
JP5619339B2 (ja) * 2006-09-13 2014-11-05 株式会社東芝 磁気共鳴画像診断装置
US9201129B2 (en) 2006-09-13 2015-12-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same
JP4936864B2 (ja) * 2006-11-22 2012-05-23 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7777486B2 (en) * 2007-09-13 2010-08-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Magnetic resonance imaging with bipolar multi-echo sequences
US8587306B2 (en) * 2008-01-23 2013-11-19 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and multi-contrast acquiring method

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5502385A (en) * 1993-06-12 1996-03-26 U.S. Philips Corporation Method of forming a series of MR images, and device for carrying out the method
US5636636A (en) * 1993-09-04 1997-06-10 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance method for imaging a moving object and device for carrying out the method
RU2103916C1 (ru) * 1996-02-20 1998-02-10 Акционерное общество закрытого типа Научно-производственной фирмы "Аз" Кардиосинхронизатор магнитно-резонансного изображения
US5977769A (en) * 1996-02-24 1999-11-02 U.S. Philips Corporation MR method with reduced motion artefacts
RU2216751C2 (ru) * 1998-04-17 2003-11-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Способ и устройство для формирования изображений магнитного резонанса
US20110116683A1 (en) * 2007-12-11 2011-05-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Reducing motion artefacts in mri

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2807579C2 (ru) * 2019-05-20 2023-11-16 Конинклейке Филипс Н.В. Детектирование движения с помощью многоканального пилотного тонального сигнала

Also Published As

Publication number Publication date
US9746539B2 (en) 2017-08-29
JP2015504714A (ja) 2015-02-16
BR112014015398A8 (pt) 2017-07-04
RU2014125528A (ru) 2016-02-20
WO2013093674A1 (en) 2013-06-27
CN104067137B (zh) 2017-12-12
JP6046742B2 (ja) 2016-12-21
CN104067137A (zh) 2014-09-24
EP2798364B1 (en) 2021-08-11
EP2798364A1 (en) 2014-11-05
IN2014CN05013A (ru) 2015-09-18
BR112014015398A2 (pt) 2017-06-13
US20140368195A1 (en) 2014-12-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2605524C2 (ru) Магнитно-резонансная визуализация с подавлением артефактов потока
US10107882B2 (en) Parallel MRi with B0 distortion correction and multi-echo dixon water-fat separation using regularised sense reconstruction
US10234523B2 (en) MRI with dixon-type water/fat separation with estimation of the main magnetic field variations
US20140350386A1 (en) Mri with dixon-type water/fact separation and prior knowledge about inhomogeneity of the main magnetic field
RU2739479C2 (ru) Магнитно-резонансная томография с разделением воды и жира по методу диксона
US10203387B2 (en) MR imaging with enhanced susceptibility contrast
CN107076819B (zh) 具有对流伪影的抑制的Dixon MR成像
US10591565B2 (en) Parallel MR imaging with RF coil sensitivity mapping
EP3635426B1 (en) Dual-echo dixon-type water/fat separation mr imaging
US10012715B2 (en) Method and apparatus for recording a magnetic resonance data set
EP2689262B1 (en) Unwrapping phase images in magnetic resonance imaging
US11815582B2 (en) Dual echo steady state MR imaging using bipolar diffusion gradients
EP4097498B1 (en) Mr imaging using dixon-type water/fat separation with suppression of flow-induced leakage and/or swapping artifacts
WO2018001759A1 (en) Diffusion weighted mr imaging using multi-shot epi with motion detection and modified sense reconstruction

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20201127